WO2016031188A1 - 脈波測定装置及び血圧測定装置 - Google Patents

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WO2016031188A1
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pulse wave
acceleration sensor
vibration
vibration transmission
measuring device
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PCT/JP2015/004146
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友嗣 大野
久保　雅洋
勝巳 阿部
公康 田光
エリスィン アルトゥンタシ
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日本電気株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a pulse wave measuring device and a blood pressure measuring device including the same.
  • blood pressure One of the important information for grasping human health is blood pressure.
  • blood pressure include systolic blood pressure (also called systolic blood pressure or systolic blood pressure) and diastolic blood pressure (also called systolic blood pressure or diastrotic blood pressure).
  • systolic blood pressure or diastolic blood pressure has been used as an index that contributes to risk analysis of cardiovascular diseases such as stroke, heart failure, or myocardial infarction.
  • an oscillometric method is known in which the upper arm is pressurized with a cuff and the blood pressure is measured.
  • the amplitude of the pulse wave measured at the upper arm changes according to the change in the cuff pressure.
  • blood pressure in the process of contracting the heart systolic blood pressure, systolic blood pressure
  • blood pressure in the process of expanding the heart diastolic blood pressure, systolic blood pressure
  • Patent Document 1 describes a blood pressure measuring device using a double cuff system provided with an air bag for ischemia used for compressing a blood vessel and an air bag for detecting a pulse wave.
  • the pulse wave is detected at the center portion under the pulse wave detection air bag from which the ischemic function is separated.
  • the blood pressure measurement device of Patent Document 1 has a complicated device configuration for accurate pulse wave measurement, and complicated control is required for each air bag.
  • Patent Document 2 describes a blood pressure measurement device that positions a vibration sensor on an artery and measures a pulse wave.
  • the blood pressure measurement device of Patent Document 2 has a complicated device configuration for positioning, and if the measurement position of the vibration sensor deviates from the measurement site due to the movement of the measurer, an accurate pulse wave cannot be acquired.
  • Patent Document 3 describes a pulse wave measuring device provided with a plurality of sensors.
  • This pulse wave measuring device includes a vibrating membrane that transmits displacement of the skin surface due to a pulse wave, a frame portion that fixes the outer peripheral portion of the vibrating membrane, and a partition that partitions the central portion of the vibrating membrane into a plurality of sections. Further, the pulse wave measuring device includes a plurality of sensor elements that are arranged on a vibration film located in a plurality of sections and convert vibrations of the vibration film into an electric signal.
  • the diaphragm is divided into sections for each sensor element by the partition part, and the stress and displacement transmitted to each sensor element are separated and independent. Thereby, the crosstalk to the adjacent sensor element due to the pressure or stress of the vibrating membrane is suppressed, and the measurement accuracy is increased.
  • the pulse wave is picked up by any one of the plurality of sensor elements. it can.
  • the pulse wave measuring instrument disclosed in Patent Document 3 needs to be arranged with a large number of sensor elements spread in two dimensions in order to widen the range in which the pulse wave is detected. Further, since the vibration of the vibration film of the pulse wave measuring device is limited to the range of each sensor element, the vibration film cannot be vibrated greatly, and the vibration detection sensitivity is lowered.
  • an object of the present invention is to provide a pulse wave measuring device capable of expanding a pulse wave detection range with a simple configuration and measuring an accurate pulse wave, and a blood pressure measuring device including the same.
  • a pulse wave measurement device includes an acceleration sensor that detects vibration, and a vibration transmission unit that transmits vibration due to pulsation in a measurement site, and the length of the vibration transmission unit in a specific direction is , Longer than the length of the acceleration sensor in the longitudinal direction.
  • the blood pressure measurement device which is one embodiment of the present invention includes the above-described pulse wave measurement device.
  • the present invention can provide a pulse wave measuring device capable of expanding a pulse wave detection range with a simple configuration and measuring an accurate pulse wave, and a blood pressure measuring device including the pulse wave measuring device.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of a pulse wave measurement device according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an example of the acceleration sensor according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a vibration transmission unit according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a positional relationship between the acceleration sensor and the vibration transmission unit in the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a positional relationship between the acceleration sensor and the vibration transmission unit in the first embodiment.
  • the pulse wave measurement device 10 in the first embodiment includes an acceleration sensor 100 and a vibration transmission unit 110.
  • a configuration in which the length in the specific direction of the vibration transmitting unit 110 is longer than the length in the longitudinal direction of the acceleration sensor 100 is employed.
  • the specific direction is a direction in which the length of the vibration transmission unit 110 is the longest.
  • the acceleration sensor 100 detects vibrations at the measurement site and converts the vibration information into electrical signals.
  • the converted electrical signal is transmitted to the outside through wiring (not shown).
  • a band pass filter, an adaptive filter, or a Kalman filter that allows a specific range of frequencies to pass during the conversion of the electrical signal may be applied. As a result, an electric signal from which noise other than the vibration information of the pulse wave is removed can be generated.
  • the electrical signal may be transmitted to the outside of the acceleration sensor 100 as a wireless signal by a wireless unit (not shown) instead of wiring.
  • the band pass filter and the wireless unit may be built in the acceleration sensor 100 or may be added to the acceleration sensor 100.
  • the acceleration sensor 100 is not limited to one of a one-axis acceleration sensor, a two-axis acceleration sensor, and a three-axis acceleration sensor.
  • a sensing method for detecting acceleration an electrostatic type, a piezoelectric type, a resistance type, a thermal / fluid type, an electrodynamic type, a servo type, or a magnetic type can be applied.
  • a sensing method other than the above can also be applied.
  • the shape of the acceleration sensor 100 may be, for example, either a rectangular acceleration sensor 100A shown in FIG. 2A or a circular acceleration sensor 100B shown in FIG.
  • the shape of the acceleration sensor may be other than the above.
  • the vibration transmission unit 110 has a function of transmitting vibration captured at a certain part to the entire vibration transmission unit 110.
  • material of the vibration transmitting unit 110 for example, metal (aluminum, copper, aluminum alloy, etc.), resin (polyethylene, polypropylene, polystyrene, polyvinyl chloride, etc.), and liquid (including gel) can be applied.
  • the vibration transmitting unit 110 may be a bag sealed with gas, liquid, or solid.
  • the shape of the vibration transmission unit 110 may be any shape as long as the length of the vibration transmission unit 110 in the specific direction is longer than the length of the acceleration sensor 100 in the longitudinal direction.
  • the shape of the vibration transmission part 110 is not limited to these shapes.
  • the thickness of the vibration transmission part 110 is not specifically limited, 5 mm or less is preferable.
  • an adhesion method between the acceleration sensor 100 and the vibration transmission unit 110 there is a method of attaching and fixing a double-sided tape to the acceleration sensor 100 and the vibration transmission unit 110.
  • the bonding method may be bonding with an adhesive, or heat welding or ultrasonic welding may be used.
  • the acceleration sensor 100 As for the positional relationship between the acceleration sensor 100 and the vibration transmission unit 110, it is desirable that the acceleration sensor 100 be disposed near the center of the length in a specific direction of the vibration transmission unit 110, as shown in FIG. Thereby, the vibration detection sensitivity of the acceleration sensor 100 via the vibration transmission part 110 becomes high. Further, as shown in FIG. 4B, the arrangement of the acceleration sensor 100 may be near the end of the vibration transmission unit 110. Furthermore, as shown in FIG. 4C, when the acceleration sensor 100 and the vibration transmitting unit 110 each have an end, the end of the acceleration sensor 100 and the vibration transmitting unit 110 may not be parallel.
  • vibration transmission units 110 ⁇ / b> E and 110 ⁇ / b> F may be disposed on the end surface of the acceleration sensor 100.
  • FIG. 5 shows a state in which the vibration transmission unit 110 is disposed at two opposite ends of the acceleration sensor 100.
  • the arrangement position of the vibration transmission unit 110 is not limited to FIG. 5, and may be one end or a plurality of end surfaces.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a positional relationship between the acceleration sensor and the measurement site in the comparative example.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating the positional relationship between the pulse wave measurement device and the measurement site in the first embodiment.
  • 6 and 7 are cross-sectional views showing a state in which the acceleration sensor 100 is installed in the vicinity of the measurement site of the artery 50.
  • 6 and 7 are examples of measuring a pulse wave at the upper arm, and an outline of the upper arm that is a measurement site is represented by a bone 52, an artery 50, and a surface layer 53.
  • the acceleration sensor 100 is installed on the surface layer 53 close to the artery 50. In this case, since the position of the acceleration sensor 100 is within the vibration transmission range 51, the vibration of the skin surface layer portion due to pulsation is acquired. On the other hand, as shown in FIG. 6B, when the acceleration sensor 100 is installed on the surface layer 53 outside the vibration transmission range 51, the acceleration sensor 100 cannot detect the vibration of the artery 50.
  • the pulse wave measuring device 10 of the first embodiment is installed on the surface layer 53 close to the artery 50. As shown in FIG. In this case, since the position of the acceleration sensor 100 is within the vibration transmission range 51, the vibration of the skin surface layer portion due to pulsation is easily acquired.
  • the acceleration sensor 100 of the pulse wave measuring device 10 of the first embodiment is installed on the surface layer 53 outside the vibration transmission range 51 as shown in FIG.
  • the acceleration sensor 100 of the pulse wave measuring device 10 is located outside the vibration transmission range 51, but the vibration transmission unit 110 within the vibration transmission range 51 transmits the vibration of the surface layer portion due to pulsation to the acceleration sensor 100. Accordingly, it is possible to detect pulsation vibration by the acceleration sensor 100 in FIG.
  • FIG. 8 is a diagram conceptually showing a state in which the acceleration sensor 100 is directly attached to the upper arm.
  • FIG. 9 shows the time change of the pulse wave signal detected by the acceleration sensor 100 when the compression pressure on the upper arm is changed (pressurized) in the state shown in FIG. 9A shows a pulse wave signal in a state where the acceleration sensor 100 is arranged on the surface layer 53 close to the artery 50
  • FIG. 9B shows a pulse at the time of displacement when the position of the acceleration sensor 100 is shifted from the artery 50. It is a wave signal.
  • a clear pulse wave signal can be detected in a state where the acceleration sensor 100 is disposed near the artery 50.
  • the pulse wave signal can be detected only slightly when a positional deviation occurs.
  • FIG. 10 is a diagram conceptually showing a state where the pulse wave measuring device 10 of the first embodiment is mounted on the upper arm.
  • FIG. 11 shows the relationship between the change (pressurization) of the pressure applied to the upper arm and the time change of the pulse wave signal detected by the pulse wave measuring device 10 in the state shown in FIG. 11A shows a pulse wave in a state where the acceleration sensor is arranged on the surface layer 53 near the artery 50, and FIG. 11B shows a time when the position of the acceleration sensor is shifted from the artery 50.
  • the pulse wave As shown in FIG. 11, the pulse wave measuring device 10 of the first embodiment can detect a pulse wave signal even if the position of the acceleration sensor is displaced from the artery 50.
  • the vibration transmission unit captures the vibration of the pulsation and transmits the vibration.
  • the acceleration sensor can detect the vibration of the part. Therefore, the pulse wave detection range can be expanded with a simple configuration, and the pulse wave can be accurately measured.
  • the pulse wave measuring device has an acceleration sensor and a vibration transmission unit, and the length of the vibration transmission unit in a specific direction is longer than the length of the acceleration sensor in the longitudinal direction. It is.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating a configuration of a pulse wave measurement device according to the second embodiment.
  • the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals.
  • the pulse wave measurement device 11 in the second embodiment includes an acceleration sensor 100 and a vibration transmission unit 111.
  • the length of the specific direction of the vibration transmission part 111 is longer than the length of the longitudinal direction of the acceleration sensor 100 similarly to 1st Embodiment.
  • the length of the vibration transmission unit 111 in the direction perpendicular to the specific direction and the thickness direction (hereinafter referred to as the vertical direction) is the length of the acceleration sensor 100. Less than or equal to This indicates that when the vibration transmission unit 111 of the second embodiment transmits pulsation vibration to the acceleration sensor 100, the entire acceleration sensor 100 may not be connected to the vibration transmission unit 111. .
  • the vibration transmission unit 111 has a function of transmitting the vibration captured by a certain part of the vibration transmission unit 111 to the entire vibration transmission unit 111 as in the first embodiment.
  • the material similar to that of the first embodiment can be applied as the material of the vibration transmitting unit 111.
  • the shape of the vibration transmitting unit 111 is such that the length in the specific direction of the vibration transmitting unit 111 is longer than the length in the longitudinal direction of the acceleration sensor 100, and the length in the vertical direction of the vibration transmitting unit 111 is equal to the length of the acceleration sensor 100. Any shape is possible as long as it is as follows.
  • the shape of the vibration transmitting unit 111 may be, for example, any of the shapes shown in FIGS. 3A to 3D as in the first embodiment.
  • the shape of the vibration transmitting unit 111 may be other than those shown in (a) to (d) of FIG.
  • the thickness of the vibration transmission part 111 is not specifically limited, 5 mm or less is preferable.
  • connection method between the acceleration sensor 100 and the vibration transmission unit 111 is not particularly limited as in the first embodiment. However, when the contact area between the acceleration sensor 100 and the vibration transmission unit 111 in the second embodiment is smaller than the contact area in the first embodiment, it is desirable that the fixing force is stronger than that in the first embodiment. .
  • the acceleration sensor 100 is arranged near the center of the length in a specific direction of the vibration transmission unit 111 so that the vibration detection sensitivity is increased as in the first embodiment. It is desirable that The arrangement of the acceleration sensor 100 may be in the vicinity of the end of the vibration transmitting unit 111 as in the first embodiment, or the end of the vibration transmitting unit 111 and the acceleration sensor 100 may not be parallel. Good. Further, the vibration transmission unit 111 may be arranged at one or more ends of the acceleration sensor 100 as in FIG.
  • the pulse wave measuring device 11 according to the second embodiment can expand the pulse wave detection range with a simple configuration and can accurately measure the pulse wave.
  • the reason is that the pulse wave measuring device 11 in the second embodiment is similar to the pulse wave measuring device 10 in the first embodiment in that the length of the vibration transmitting unit in the specific direction is the length of the acceleration sensor in the longitudinal direction. Longer than that. That is, the vibration transmission unit 111 can transmit vibration due to pulsation in the region where the acceleration sensor 100 is not installed in the vibration transmission unit to the acceleration sensor 100.
  • the pulse wave measurement device 11 has a vertical length equal to or less than the length of the acceleration sensor 100, and can capture vibrations caused by pulsations in a more limited range in the blood flow direction. .
  • 2nd Embodiment can detect a more accurate pulse wave compared with 1st Embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating a configuration of a pulse wave measurement device according to the third embodiment.
  • symbol is attached
  • the pulse wave measuring device 12 in the third embodiment includes an acceleration sensor 100 and a vibration transmitting unit 112.
  • the length of the vibration transmitting unit 112 in the specific direction is longer than the length of the acceleration sensor 100 in the longitudinal direction.
  • the vibration transmission unit 112 has a structure curved in a specific direction.
  • the vibration transmission unit 112 has a function of transmitting the vibration captured by a certain part of the vibration transmission unit 112 to the entire vibration transmission unit 112 as in the first embodiment.
  • the material similar to 1st Embodiment is applicable to the material of the vibration transmission part 112.
  • FIG. 10 the shape of the vibration transmitting unit 112 may be any structure as long as the length in the specific direction of the vibration transmitting unit 112 is longer than the length in the longitudinal direction of the acceleration sensor 100 and is curved in the specific direction of the vibration transmitting unit 112. It may be a shape.
  • any of the shapes shown in (a) to (d) of FIG. 3 may be used as in the first embodiment.
  • thickness is not specifically limited, 5 mm or less is preferable.
  • the curved shape of the vibration transmitting unit 112 in a specific direction may be a smooth arc shape or an angular arc shape.
  • the radius of curvature of the vibration transmitting portion 112 in a specific direction is preferably in the range of 1.6 cm to 8.0 cm.
  • the bonding method between the acceleration sensor 100 and the vibration transmitting unit 112 is not particularly limited as in the first embodiment. Further, the positional relationship between the acceleration sensor 100 and the vibration transmission unit 112 is similar to that in the first embodiment, and the acceleration sensor 100 is located near the center of the length in the specific direction of the vibration transmission unit 112 so that the vibration detection sensitivity becomes high. Is preferably arranged. The arrangement of the acceleration sensor 100 may be in the vicinity of the end of the vibration transmission unit 112 as in the first embodiment, or the end of the vibration transmission unit 112 and the acceleration sensor 100 may not be parallel. Good. Further, the vibration transmission unit 112 may be arranged at one or more ends of the acceleration sensor 100 as in FIG.
  • the pulse wave measuring device 12 in the third embodiment can expand the pulse wave detection range with a simple configuration, and can accurately measure the pulse wave.
  • the reason is that the pulse wave measuring device 12 in the third embodiment is similar to the pulse wave measuring device 10 in the first embodiment in that the length of the vibration transmitting unit in the specific direction is the length of the acceleration sensor in the longitudinal direction. Longer than that. That is, the vibration transmission unit 112 can transmit vibration due to pulsation in the region where the acceleration sensor 100 is not installed in the vibration transmission unit 112 to the acceleration sensor 100.
  • the pulse wave measurement device 12 in the third embodiment has a curved structure in a specific direction, the vibration transmission unit 120 of the pulse wave measurement device is easily adapted to the measurement site, and the contact area increases. Compared with the first embodiment, a more accurate pulse wave can be detected.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a configuration of a pulse wave measurement device according to the fourth embodiment.
  • symbol is attached
  • the pulse wave measurement device 13 in the fourth embodiment includes an acceleration sensor 100 and a vibration transmission unit 113.
  • the length of the vibration transmitting unit 113 in the specific direction is longer than the length of the acceleration sensor 100 in the longitudinal direction.
  • the vibration transmission unit 113 is deformed into a curved shape in the longitudinal direction by an external pressure 130 of 50 mmHg (6666 Pa) or less applied toward the measurement site.
  • the vibration transmission unit 113 has a function of transmitting the vibration captured by a certain part of the vibration transmission unit 113 to the entire vibration transmission unit 113 as in the first embodiment.
  • the material of the vibration transmission unit 113 is a material having a Young's modulus of about 10 GPa or less that easily deforms with an external pressure 130 of 50 mmHg (6666 Pa) or less.
  • it is a bag sealed with resin (polyethylene, polypropylene, polystyrene, polyvinyl chloride, etc.), liquid (including gel) or gas.
  • the shape of the vibration transmission unit 113 may be any shape as long as the length of the vibration transmission unit 113 in the specific direction is longer than the length of the acceleration sensor 100 in the longitudinal direction.
  • the shape of the vibration transmitting unit 113 may be any of the shapes shown in FIGS. 3A to 3D as in the first embodiment. Moreover, it is not limited to these shapes. Although thickness is not specifically limited, 5 mm or less is preferable.
  • the bonding method between the acceleration sensor 100 and the vibration transmitting unit 113 is not particularly limited as in the first embodiment.
  • the acceleration sensor 100 is arranged near the center of the length in a specific direction of the vibration transmission unit 113 so that the vibration detection sensitivity becomes high as in the first embodiment. It is desirable that The arrangement of the acceleration sensor 100 may be in the vicinity of the end of the vibration transmitting unit 113 as in the first embodiment, or the end of the vibration transmitting unit 113 and the acceleration sensor 100 may not be parallel. Good. Further, the vibration transmission unit 113 may be arranged at one or more ends of the acceleration sensor 100 as in FIG.
  • the pulse wave measuring device 13 according to the fourth embodiment can expand the pulse wave detection range with a simple configuration and can accurately measure the pulse wave.
  • the length of the vibration transmitting unit 113 in the specific direction is the longitudinal direction of the acceleration sensor 100, as in the pulse wave measuring device 10 in the first embodiment. Longer than the length of. That is, the vibration transmission unit 113 can transmit vibration due to pulsation in the region where the acceleration sensor 100 is not installed in the vibration transmission unit 113 to the acceleration sensor 100.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating a configuration of a pulse wave measurement device according to the fifth embodiment.
  • symbol is attached
  • the pulse wave measurement device 14 in the fifth embodiment includes an acceleration sensor 100 and a vibration transmission unit 114.
  • the length of the vibration transmission unit 114 in the specific direction is longer than the length of the acceleration sensor 100 in the longitudinal direction, and the vibration transmission unit 114 has a high vibration transmission rate with respect to the measurement site 140.
  • the vibration transmission unit 114 has a function of transmitting the vibration captured by a certain part of the vibration transmission unit 114 to the entire vibration transmission unit 114 as in the first embodiment. Further, the vibration transmission unit 114 has a high vibration transmission rate with respect to the measurement site 140 (for example, skin). Specifically, it is a shape or material that has a vibration transmissibility of 1 or more when the vibration frequency in the vibration transmitting portion 114 is in the range of 0.5 Hz to 2.5 Hz.
  • the vibration transmissibility ⁇ is a ratio between the magnitude of the reaction force at the support point and the force input from the vibration source, and is represented by (Equation 1).
  • ⁇ damping ratio
  • c damping coefficient
  • c c critical damping coefficient
  • m mass
  • k spring constant
  • ⁇ each frequency
  • ⁇ n natural angular frequency.
  • the material is, for example, a bag in which a metal (aluminum, copper, aluminum alloy, etc.), a resin (polyethylene, polypropylene, polystyrene, polyvinyl chloride, etc.), or a solid is sealed.
  • a metal aluminum, aluminum alloy, etc.
  • a resin polyethylene, polypropylene, polystyrene, polyvinyl chloride, etc.
  • the shape of the vibration transmission unit 114 may be any shape as long as the length of the vibration transmission unit 114 in the specific direction is longer than the length of the acceleration sensor 100 in the longitudinal direction.
  • any of the shapes shown in (a) to (d) of FIG. 3 may be used as in the first embodiment.
  • the shape of the vibration transmission part 114 is not limited to these shapes.
  • the thickness of the vibration transmission part 114 is not specifically limited, 5 mm or less is preferable.
  • the connection method between the acceleration sensor 100 and the vibration transmitting unit 114 is not particularly limited as in the first embodiment.
  • the acceleration sensor 100 is arranged near the center of the length in a specific direction of the vibration transmitting unit 114 so that the vibration detection sensitivity is increased as in the first embodiment. It is desirable that The arrangement of the acceleration sensor 100 may be in the vicinity of the end of the vibration transmitting unit 114 as in the first embodiment, or the end of the vibration transmitting unit 114 and the acceleration sensor 100 may not be parallel. Good. Further, the vibration transmission unit 114 may be arranged at one or more ends of the acceleration sensor 100 as in FIG.
  • the pulse wave measuring device 11 can broaden the pulse wave detection range with a simple configuration and can accurately measure the pulse wave.
  • the length of the vibration transmitting unit 114 in the specific direction is the longitudinal direction of the acceleration sensor 100, as in the pulse wave measuring device 10 in the first embodiment. Longer than the length of. That is, the vibration transmission unit 114 can transmit vibration due to pulsation in the region of the vibration transmission unit 114 where the acceleration sensor 100 is not installed to the acceleration sensor 100.
  • the vibration transmission unit 114 of the pulse wave measurement device 14 since the vibration transmission unit 114 of the pulse wave measurement device 14 according to the fifth embodiment has a higher vibration transmissibility than the measurement site 140, it is possible to suppress the attenuation of pulsation vibration transmitted by the vibration transmission unit 114. And an accurate pulse wave can be detected.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating a configuration of a pulse wave measurement device according to the sixth embodiment.
  • the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals.
  • the pulse wave measurement device 15 in the sixth embodiment includes an acceleration sensor 100, a vibration transmission unit 110, and a compression unit 150. That is, it is different from the first embodiment in that it has the compression part 150, and the other points are the same as those in the first embodiment.
  • the compression unit 150 of the pulse wave measurement device 15 is disposed at a position where the acceleration sensor 100 and the vibration transmission unit 115 are interposed between the compression unit 150 and a measurement site (not shown). . Then, by changing the amount of fluid in the compression unit 150, pressure is applied to the pulse wave measurement device 15, making it easier to adapt to the part to be measured and increasing the contact area, compared to the first embodiment. A more accurate pulse wave can be detected.
  • FIG. 17 is a block diagram illustrating a configuration of a blood pressure measurement device according to the seventh embodiment.
  • the blood pressure measurement device 1 includes a cuff 21, a compression bag 22 provided in the cuff 21, at least one pulse wave measurement device 10, a pressure measurement unit 23, and a pressure control unit 24. And a blood pressure estimation unit 25.
  • the pressure measurement unit 23 measures the pressure inside the compression bag 22.
  • the pressure control unit 24 controls the pressure inside the compression bag 22.
  • the blood pressure estimation unit 25 estimates blood pressure information of the measurement subject based on the results of the pressure measurement unit 23, the pressure control unit 24, and the pulse wave measurement device 10.
  • the blood pressure measurement device 1 may further include an input unit 26 that inputs instruction information to the blood pressure estimation unit 25 and a display unit 27 that displays a result estimated by the blood pressure estimation unit 25.
  • the cuff 21 has a belt-like or annular structure, and can be attached to a part of a living body such as an upper arm, a leg, or a wrist.
  • the compression bag 22 has a structure in which a fluid (gas, gel, liquid, or the like) can be enclosed.
  • the compression bag 22 is used to apply pressure to the measurement site by enclosing a fluid therein.
  • the compression bag 22 may have one bag, or may have a plurality of bags such as a combination of a gel bag enclosing a gel and an air bag enclosing a gas.
  • the compression bag 22 may have a pump, a valve, and the like (not shown).
  • the one or more pulse wave measuring devices 10 are connected to the compression bag 22.
  • the pulse wave measuring device 10 measures one or a plurality of pulse waves when the amount of fluid in the compression bag 22 is changed.
  • the pressure measuring unit 23 measures the pressure inside the compression bag 22.
  • the pressure measurement unit 23 discretizes the measured pressure to convert it into a digital signal (analog / digital conversion, hereinafter referred to as “A / D conversion”). Then, the pressure measurement unit 23 transmits the converted digital signal as a pressure signal.
  • the pressure measurement part 23 can extract a part of pressure signal by using the filter etc. which extract a specific frequency in the case of A / D conversion. Further, the pressure measurement unit 23 can amplify the pressure signal to a predetermined amplitude by using an amplifier or the like.
  • the pressure control unit 24 controls the pressure inside the compression bag 22.
  • the pressure control unit 24 refers to the pressure signal transmitted from the pressure measurement unit 23 and controls the amount of fluid sealed in the compression bag 22. More specifically, the pressure control unit 24 controls the operation of the pump that sends the fluid sealed in the compression bag 22 and the valve of the compression bag 22. By controlling the pressure inside the compression bag 22, the pressure control unit 24 controls the pressure applied to the measurement site.
  • the blood pressure estimation unit 25 estimates blood pressure information based on the pressure signal transmitted from the pressure measurement unit 23 and at least one pulse wave signal transmitted from at least one pulse wave measurement device 10.
  • the blood pressure estimation unit 25 can use a known method as a process for estimating blood pressure information.
  • a known method there is a method of determining systolic blood pressure and diastolic blood pressure by, for example, an oscillometric method or a Korotkoff method. In the present embodiment, detailed description of each is omitted.
  • the blood pressure estimation unit 25 may transmit a control signal for instructing the control content to the pressure control unit 24 when blood pressure information is estimated.
  • the input unit 26 includes, for example, a measurement start button for starting measurement, a power button, and a measurement stop button for stopping measurement after the measurement starts.
  • the input unit 26 may further include a selection button or the like (none of which is not shown) used when selecting an item to be displayed on the display unit 27.
  • the blood pressure measurement device 1 starts measurement, for example, when the measurement subject operates the input unit 26.
  • the display unit 27 displays blood pressure information estimated by the blood pressure estimation unit 25, for example.
  • the display unit 27 includes, for example, an LCD (Liquid Crystal Display), an OLED (Organic light-emitting diode), or electronic paper.
  • the display unit 27 includes electronic paper, the electronic paper can be realized by a microcapsule method, an electronic powder fluid method, a cholesteric liquid crystal method, an electrophoresis method, an electrowetting method, or the like.
  • the pulse wave measurement device 10 in the present embodiment is not limited to the pulse wave measurement device 10 in the first embodiment.
  • any pulse wave measuring device shown as each embodiment or a modified example thereof can be used.
  • the pressure measurement unit 23, the pressure control unit 24, and the blood pressure estimation unit 25 may be connected via a communication network.
  • a control signal, a pressure signal, a pulse wave signal, etc. are transmitted / received via a communication network.
  • the blood pressure measurement device 1 in the present embodiment includes the input unit 26 and the display unit 27, these components can be connected to other components via an arbitrary communication network.
  • FIG. 18 is a block diagram showing a configuration of a modified example of the blood pressure measurement device according to the present embodiment.
  • the blood pressure measurement device 1 ⁇ / b> A includes a measurement device 29 and an estimation device 30, and the measurement device 29 includes a cuff 21, a compression bag 22 provided in the cuff 21, at least one pulse wave measurement device 10, and a pressure A measurement unit 23 and a pressure control unit 24 are included.
  • the estimation device 30 includes a blood pressure estimation unit 25, an input unit 26, and a display unit 27.
  • the measurement device 29 and the estimation device 30 are connected to each other by a wireless communication unit (not shown) via a wireless communication network.
  • one estimation device 30 may transmit control signals to a plurality of measurement devices 29, and receive pulse wave signals respectively measured from the plurality of measurement devices 29 to estimate blood pressure. May be.
  • the pressure measurement unit 23 may be configured to measure a pressure other than the pressure inside the compression bag 22 as shown in FIG.
  • the pressure measurement part 23 can be set as the structure which measures the compression pressure added to a to-be-measured site
  • the pressure measuring unit 23 is attached to the surface of the compression bag 22 facing the living body, for example, by connecting to the sensing bag 28.
  • the sensing bag 28 is a bag having a structure shorter than that of the compression bag 22 in a specific direction, and can acquire the compression pressure by limiting the measurement site. Therefore, blood pressure information can be measured more accurately.
  • FIG. 20 is a schematic diagram illustrating a configuration of a timepiece according to the eighth embodiment.
  • 20A is a diagram showing the front surface of the timepiece 31
  • FIG. 20B is a diagram showing the back surface of the timepiece 31
  • FIG. 20C is a diagram showing the back surface of the timepiece 34.
  • the timepiece 31 of the eighth embodiment uses the pulse wave measuring device 10 (the acceleration sensor 100 and the vibration transmission unit 110) of the first embodiment of the band 32. Prepare on the back.
  • the arrangement of the pulse wave measuring device 10 in the band 32 is set to a position where the vibration transmitting unit 110 of the pulse wave measuring device 10 can capture the vibration of the pulsation inside the wrist when the watch 31 is worn on the wrist. That is, the vibration transmission unit 110 is arranged so that the specific direction of the vibration transmission unit 110 of the pulse wave measurement device 10 is the longitudinal direction of the band 32.
  • the vibration transmission unit 110 is disposed on the measurement site side with the back surface of the band 32 as a reference, and the acceleration sensor 100 is disposed from the vibration transmission unit 110 in the thickness direction of the band 32.
  • the electrical signal output from the acceleration sensor 100 of the pulse wave measuring device 10 is sent to the main body of the timepiece 31 through the wiring 33 of the band 32.
  • the main body of the watch 31 includes a control unit (not shown) and a wireless communication unit (not shown), and the control unit converts the electrical signal acquired by the acceleration sensor into pulse wave information and sends it to the outside via the wireless communication unit. It has a function to transfer.
  • the band 32 includes a pressure sensor (not shown) in the vicinity of the pulse wave measuring device 10. An electrical signal output from the pressure sensor is sent to the main body of the timepiece 31 via the wiring 33 of the band 32.
  • the control unit has a function of converting the electrical signal output from the pressure sensor into pressure information and notifying the pressure information.
  • the user makes contact with the back surface of the band 32 provided with the pulse wave measuring device 10 at the site to be measured and applies external pressure from the surface of the band 32 with a finger or the like.
  • the external pressure to the band 32 is detected by the pressure sensor of the band 32, and an electric signal of the pressure sensor is sent to the main body of the timepiece 31 through the wiring 33.
  • the control unit of the timepiece 31 gives notification by changing the display or sound of the timepiece 31 according to the pressure received by the band 32 so that the pressure is suitable for pulse wave measurement.
  • the control unit of the timepiece 31 converts the electrical signal output from the pulse wave measurement device 10 into pulse wave information.
  • the control unit of the clock 31 estimates the blood pressure from the pressure information and the pulse wave information. You may have.
  • the pulse wave measuring device 10 is described as an example. However, the present invention is not limited to this, and two or more pulse wave measuring devices 10 may be provided.
  • FIG. 20 is a back view showing a modified example of the timepiece including the pulse wave measuring device 10 according to the eighth embodiment.
  • a timepiece 34 shown in FIG. 20C includes the pulse wave measuring device 10 on the back surface of the main body of the timepiece 34. Further, a pressure sensor (not shown) is provided on the back surface of the main body of the timepiece 34 and in the vicinity of the pulse wave measuring device 10.
  • the arrangement of the pulse wave measuring device 10 and the pressure sensor is changed from the back surface of the band 32 of the timepiece 31 to the back surface of the main body of the timepiece 34.
  • Other configurations and pulse wave measurement Is the same as the example of the timepiece 31 shown in FIG.
  • the pulse wave measurement device 10 in the present embodiment is not limited to the pulse wave measurement device 10 in the first embodiment.
  • any pulse wave measuring device shown as each embodiment or a modified example thereof can be used.
  • FIG. 21 shows a computer apparatus that implements the pressure control unit 24 and the blood pressure estimation unit 25 of the blood pressure measurement device 1, 1A or 2 in the seventh embodiment, or the control unit of the clock 31 or 34 in the eighth embodiment.
  • FIG. 21 shows a computer apparatus that implements the pressure control unit 24 and the blood pressure estimation unit 25 of the blood pressure measurement device 1, 1A or 2 in the seventh embodiment, or the control unit of the clock 31 or 34 in the eighth embodiment.
  • the pressure control unit 24, the blood pressure estimation unit 25, or the control unit includes a CPU (Central Processing Unit) 91, a communication I / F (communication interface) 92 for network connection, a memory 93, and a program.
  • a storage device 94 such as a hard disk is stored, and is connected to an input device 95 and an output device 96 via a system bus 97.
  • the CPU 91 operates the operating system to control the blood pressure estimation device in the seventh embodiment or the control unit of the timepiece in the eighth embodiment. Further, the CPU 91 reads a program and data into the memory 93 from, for example, a recording medium mounted on the drive device.
  • the CPU 91 corresponds to the control of the pressure control unit 24 or the blood pressure estimation unit 25, for example, and has a function of processing an input pulse wave vibration signal, and executes various functions based on a program. .
  • the storage device 94 is, for example, an optical disk, a flexible disk, a magnetic optical disk, an external hard disk, or a semiconductor memory.
  • a part of the storage medium of the storage device 94 is a nonvolatile storage device, and stores a program therein.
  • the program may be downloaded from an external computer (not shown) connected to the communication network.
  • the input device 95 is realized by, for example, a mouse, a keyboard, a key button, or a touch panel, and is used for an input operation.
  • the output device 96 is realized by a display, for example, and is used to output and check information processed by the CPU 91.
  • each functional block unit of the blood pressure measurement device or the watch may be realized by one physically coupled device, or two or more physically separated devices are connected by wire or wirelessly. These may be realized by a plurality of devices.
  • Appendix 2 The pulse wave measuring device according to appendix 1, wherein the vibration transmission unit transmits vibration due to the pulsation in a region where the acceleration sensor is not installed in the vibration transmission unit to the acceleration sensor.
  • Appendix 4 The pulse wave measuring device according to appendix 1 or 2, wherein the acceleration sensor is installed at an end of a length in a specific direction of the vibration transmitting unit.
  • Appendix 6 Any one of appendix 1 to appendix 5, wherein a length in a direction perpendicular to the specific direction of the vibration transmitting unit and a thickness direction of the acceleration sensor is equal to or less than a length in a direction perpendicular to the acceleration sensor.
  • the pulse wave measuring device according to 1.
  • a blood pressure measurement device comprising at least one pulse wave measurement device according to any one of supplementary notes 1 to 11.

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Abstract

　簡易な構成で脈波の検知範囲を広げられ、正確な脈波が測定可能な脈波測定装置を提供する。脈波測定装置は、振動を検知する加速度センサと、被測定部位における脈動による振動を伝達する振動伝達部と、を有し、前記振動伝達部の特定方向の長さが、前記加速度センサの長手方向の長さよりも長い。

Description

脈波測定装置及び血圧測定装置
　本発明は、脈波測定装置及びこれを備えた血圧測定装置に関する。
　人間の健康状態を把握するための重要な情報の１つに血圧がある。血圧には、収縮期血圧（最高血圧、又はＳｙｓｔｏｌｉｃ　ｂｌｏｏｄ　ｐｒｅｓｓｕｒｅとも呼ぶ）や拡張期血圧（最低血圧、又はＤｉａｓｔｏｌｉｃ　ｂｌｏｏｄ　ｐｒｅｓｓｕｒｅとも呼ぶ）がある。近年、収縮期血圧又は拡張期血圧は、脳卒中、心不全又は心筋梗塞等の心血管系疾患のリスク解析に資する指標として用いられている。
　血圧測定する方法として、カフ（ｃｕｆｆ）で上腕部を加圧して血圧を測定するオシロメトリック法が知られている。オシロメトリック法では、カフの圧力の変化に応じて、上腕部で測定される脈波の振幅が変化する。その脈波の振幅に基づいて、心臓が収縮する過程における血圧（収縮期血圧、最高血圧）、及び、心臓が拡張する過程における血圧（拡張期血圧、最低血圧）が測定される。このため、血圧の推定に脈波情報を使う場合、脈波を正確に取得する必要がある。
　脈波測定の技術として、特許文献１には、血管の圧迫に用いる阻血用空気袋と、脈波検出用空気袋を設けたダブルカフ方式を用いる血圧測定装置が記載されている。ダブルカフ方式では、阻血機能が分離された脈波検出用空気袋の下の中央部で脈波を検出する。特許文献１の血圧測定装置は、正確な脈波の測定のために装置構成が複雑になり、各空気袋に複雑な制御が必要となる。
　また、特許文献２には、動脈上に振動センサを位置決めし、脈波を測定する血圧測定装置が記載されている。特許文献２の血圧測定装置は、位置決めのための装置構成が複雑になり、測定者の動きにより振動センサの測定位置が被測定部位からずれると、正確な脈波を取得できなくなる。
　特許文献３には、複数のセンサを設けた脈波測定器が記載されている。この脈波測定器は、脈波による皮膚表面の変位を伝達する振動膜と、振動膜の外周部を固定する枠部と、振動膜の中央部を複数の区画に仕切る仕切り部を備える。更に、この脈波測定器は、複数の区画内に位置する振動膜上に配置され、振動膜の振動を電気信号に変換する複数のセンサ素子と、を備える。
　特許文献３の脈波測定器は、振動膜が仕切り部でセンサ素子毎の区画に区切られて、それぞれのセンサ素子に伝わる応力や変位が分離・独立した状態となる。これにより、振動膜の圧力や応力による隣接するセンサ素子へのクロストークが抑制され測定精度が高まる。また、複数のセンサ素子が二次元に広がっているため、各センサ素子が脈波を検出するポイントがピンポイントであっても、複数のセンサ素子のうちの何れかのセンサ素子で脈波をピックアップできる。
特許第４８１９５９４号公報 特許第３８７３６２５号公報 特開２０１１－０７２６４５号公報 特開２００５－１５６５３１号公報
　特許文献３が開示する脈波測定器は、脈波を検知する範囲を広げるために多数のセンサ素子を２次元に広げて配置する必要がある。また、脈波測定器の振動膜の振動は各センサ素子の区画範囲内に限られるため、振動膜を大きく振動させることができず、振動検知感度が低下する。
　そこで、本発明の目的は、簡易な構成で脈波の検知範囲を広げられ、正確な脈波が測定可能な脈波測定装置及びこれを備えた血圧測定装置を提供することにある。
　本発明の一態様である脈波測定装置は、振動を検知する加速度センサと、被測定部位における脈動による振動を伝達する振動伝達部と、を有し、振動伝達部の特定方向の長さが、加速度センサの長手方向の長さよりも長い。
　また、本発明の一態様である血圧測定装置は、上述した脈波測定装置を有する。
本発明は、簡易な構成で脈波の検知範囲を広げられ、正確な脈波が測定可能な脈波測定装置及びこれを備えた血圧測定装置を提供することができる。
第１の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。 第１の実施形態における加速度センサの例を示す図である。 第１の実施形態における振動伝達部の例を示す図である。 第１の実施形態における加速度センサと振動伝達部の位置関係の例を示す図である。 第１の実施形態における加速度センサと振動伝達部の位置関係の例を示す図である。 比較例における加速度センサと被測定部位との位置関係を表す図である。 第１の実施形態における脈波測定装置と被測定部位との位置関係を表す図である。 加速度センサを上腕部に装着した状態を表す図である。 加速度センサで取得した脈波信号を示す図である。 第１の実施形態における脈波測定装置を上腕部に装着した状態を表す図である。 第１の実施形態における脈波測定装置で取得した脈波信号を示す図である。 第２の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。 第３の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。 第４の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。 第５の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。 第６の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。 第７の実施形態における血圧測定装置の構成を示すブロック図である。 第７の実施形態における血圧測定装置の変形例の構成を示すブロック図である。 第７の実施形態における血圧測定装置の変形例の構成を示すブロック図である。 第８の実施形態における時計の構成を示す概略図である。 第７の実施形態における血圧測定装置の圧力制御部又は血圧推定部をコンピュータ装置で実現するためのハードウエア構成を示すブロック図である。
　本発明の各実施形態について、図面を参照して説明する。
　（第１の実施形態）
　はじめに、第１の実施形態について説明する。図１は第１の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。図２は第１の実施形態における加速度センサの例を示す図である。図３は第１の実施形態における振動伝達部の例を示す図である。図４は第１の実施形態における加速度センサと振動伝達部の位置関係の例を示す図である。図５は第１の実施形態における加速度センサと振動伝達部の位置関係の例を示す図である。
　図１に示すように、第１の実施形態における脈波測定装置１０は、加速度センサ１００と、振動伝達部１１０と、を有する。振動伝達部１１０の特定方向の長さが、加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長い構成を採用する。特定方向は、振動伝達部１１０の長さが、最も長い方向とする。
　加速度センサ１００は、被測定部位における振動を検知し、振動情報を電気信号に変換する。変換した電気信号は配線（不図示）で外部へ伝達される。電気信号の変換時に特定の範囲の周波数を通過させる帯域通過フィルタ、適応フィルタ又はカルマンフィルタを適用してもよい。これにより脈波の振動情報以外のノイズを除去した電気信号を生成することができる。また、電気信号は配線ではなく無線部（不図示）により無線信号として加速度センサ１００の外部へ伝達してもよい。当該帯域通過フィルタ及び無線部は、加速度センサ１００に内蔵された構成でもよく、また、加速度センサ１００に付加された構成でもよい。
　加速度センサ１００は１軸加速度センサ、２軸加速度センサ、３軸加速度センサのいずれかに限定されない。また加速度を検出するセンシング方式は、静電型、圧電型、抵抗型、熱・流体型、動電型、サーボ型、又は、磁気型が適用可能である。なお、センシング方式は上記以外の方式も適用可能である。
　加速度センサ１００の形状は、例えば、図２の（ａ）に示す矩形型の加速度センサ１００Ａ、図２の（ｂ）に示す円型の加速度センサ１００Ｂのいずれであってもよい。加速度センサの形状は、上記以外の形状であってもよい。
　次に、振動伝達部１１０は、ある部分で捉えた振動を、振動伝達部１１０の全体に伝達させる機能を備える。振動伝達部１１０の材料は、例えば、金属（アルミニウム、銅、アルミニウム合金等）、樹脂（ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル等）、液体（ゲルを含む）が適用できる。なお、振動伝達部１１０は、気体、液体、固体を封止した袋であってもよい。
　振動伝達部１１０の形状は、振動伝達部１１０の特定方向の長さが加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長ければ、どのような形状であってもよい。例えば、図３の（ａ）に示す矩形型の振動伝達部１１０Ａ、図３の（ｂ）に示す楕円型の振動伝達部１１０Ｂ、図３の（ｃ）に示す櫛形の振動伝達部１１０Ｃ、図３の（ｄ）に示す梯子型の振動伝達部１１０Ｄのいずれであってもよい。また、振動伝達部１１０の形状は、これらの形状に限定されない。振動伝達部１１０の厚みは特に限定されないが、５ｍｍ以下が好ましい。
　加速度センサ１００と振動伝達部１１０との接着方法として、両面テープを加速度センサ１００と振動伝達部１１０に貼付し固定する方法がある。接着方法は、接着剤による接着でもよく、熱溶着又は超音波溶着を用いてもよい。
　加速度センサ１００と振動伝達部１１０との位置関係は、図４の（ａ）に示すように、振動伝達部１１０の特定方向における長さの中央付近に加速度センサ１００が配置されることが望ましい。これにより、振動伝達部１１０を介した加速度センサ１００の振動検知感度が高くなる。また、図４の（ｂ）に示すように加速度センサ１００の配置は、振動伝達部１１０の端付近であってもよい。更に、図４の（ｃ）に示すように加速度センサ１００と振動伝達部１１０がそれぞれ端部を備える場合、加速度センサ１００と振動伝達部１１０の端部は平行でなくてもよい。
　また、図５に示すように、加速度センサ１００の端面に振動伝達部１１０Ｅ、１１０Ｆを配置してもよい。図５は、加速度センサ１００の対面する２つの端に振動伝達部１１０を配置した状態である。振動伝達部１１０の配置位置は、図５に限られず、１つの端であってもよいし、複数の端面でもよい。
　続いて、脈波測定装置１０の動作を説明する。図６は、比較例における加速度センサと被測定部位との位置関係を表す図である。図７は、第１の実施形態における脈波測定装置と被測定部位との位置関係を表す図である。図６、図７は、動脈５０の被測定部位付近に加速度センサ１００を設置した状態を断面で表している。なお、図６、図７は、上腕部で脈波を測定する例であり、被測定部位である上腕部の概要を骨５２、動脈５０、表層５３で表している。
　図６の（ａ）に示すように、加速度センサ１００を動脈５０に近い表層５３に設置する。この場合、加速度センサ１００の位置は振動伝達範囲５１内にあることから、脈動による皮膚表層部の振動が取得される。一方、図６の（ｂ）に示すように、加速度センサ１００が振動伝達範囲５１外の表層５３に設置されると、加速度センサ１００は動脈５０の振動を検知できない。
　図７の（ａ）に示すように、第１の実施形態の脈波測定装置１０を動脈５０に近い表層５３に設置する。この場合、加速度センサ１００の位置は、振動伝達範囲５１内にあることから、脈動による皮膚表層部の振動が容易に取得される。
　一方、図７の（ｂ）に示すように、第１の実施形態の脈波測定装置１０の加速度センサ１００が振動伝達範囲５１外の表層５３に設置されているとする。このとき、脈波測定装置１０の加速度センサ１００は、振動伝達範囲５１外に位置するが、振動伝達範囲５１内にある振動伝達部１１０が脈動による表層部の振動を加速度センサ１００に伝達する。これにより図７の（ｂ）における加速度センサ１００による脈動の振動の検知が可能となる。
　図８は、加速度センサ１００を上腕部に直接に装着した状態を概念的に表す図である。
　図９は、図８に示す状態で、上腕部への圧迫圧力を変化（加圧）させたときに、加速度センサ１００で検知した脈波信号の時間変化を示す。図９の（ａ）が動脈５０に近い表層５３に加速度センサ１００を配置した状態での脈波信号、図９の（ｂ）が動脈５０から加速度センサ１００の位置をずらした位置ずれ時の脈波信号である。図９の（ａ）に示すように、動脈５０の近くに加速度センサ１００を配置した状態では明確な脈波信号を検知することがでる。一方、図９の（ｂ）に示すように位置ずれ発生時には脈波信号をわずかにしか検知できない。
　図１０は、第１の実施形態の脈波測定装置１０を上腕部に装着した状態を概念的に表す図である。図１１は、図１０に示す状態で、上腕部への圧迫圧力の変化（加圧）と、脈波測定装置１０で検知した脈波信号の時間変化との関係を示す。図１１の（ａ）は、動脈５０の近くの表層５３に加速度センサを配置した状態での脈波であり、図１１の（ｂ）は、動脈５０から加速度センサの位置をずらした位置ずれ時の脈波である。図１１に示すように、第１の実施形態の脈波測定装置１０は、動脈５０から加速度センサの位置がずれても脈波信号を検知することができる。
　以上の通り、第１の実施形態の脈波測定装置は、脈波の測定時に加速度センサが動脈の振動伝達範囲外の表層に配置されても、振動伝達部が脈動の振動を捉え、振動伝達部の振動を加速度センサが検知可能となる。よって簡易な構成で脈波の検知範囲を広げられ、脈波を正確に測定することができる。その理由は、脈波測定装置は、加速度センサと、振動伝達部と、を有し振動伝達部の特定方向の長さが、加速度センサの長手方向の長さよりも長い構成を採用しているからである。
　（第２の実施形態）
　次に、第２の実施形態について説明する。図１２は第２の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。図１２において、第１の実施形態と同様の構成には同一の符号を付している。
　図１２に示すように、第２の実施形態における脈波測定装置１１は、加速度センサ１００と、振動伝達部１１１と、を有する。そして、第１の実施形態と同様に振動伝達部１１１の特定方向の長さが、加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長い。更に、第２の実施形態における脈波測定装置１１は、振動伝達部１１１の特定方向と厚み方向に対して垂直な方向（以下、垂直方向と表記）の長さが、加速度センサ１００の長さと同等以下である。これは、第２の実施形態の振動伝達部１１１は、脈動の振動を加速度センサ１００に伝達する際に、加速度センサ１００の全体が振動伝達部１１１に接続されていなくてよいことを示している。
　振動伝達部１１１は、第１の実施形態と同様に振動伝達部１１１のある部分で捉えた振動を、振動伝達部１１１の全体に伝達させる機能を備える。振動伝達部１１１の材料は、第１の実施形態と同様の材料を適用することができる。振動伝達部１１１の形状は、振動伝達部１１１の特定方向の長さが加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長く、振動伝達部１１１の垂直方向の長さが、加速度センサ１００の長さと同等以下であれば、どのような形状であってもよい。振動伝達部１１１の形状は、例えば、第１の実施形態と同様に図３の（ａ）～図３の（ｄ）に示す形状のいずれであってもよい。また、振動伝達部１１１の形状は、図３の（ａ）～（ｄ）に示す以外の形状であってもよい。振動伝達部１１１の厚みは、特に限定されないが、５ｍｍ以下が好ましい。
　加速度センサ１００と振動伝達部１１１との接続方法も第１の実施形態と同様に特に限定されない。但し、第２の実施形態における加速度センサ１００と振動伝達部１１１との接触面積は、第１の実施形態における接触面積より小さくなる場合は、第１の実施形態よりも固着力が強い方が望ましい。
　加速度センサ１００と振動伝達部１１１との位置関係は、第１の実施形態と同様に振動検知感度が高くなるように、振動伝達部１１１の特定方向における長さの中央付近に加速度センサ１００が配置されることが望ましい。なお、加速度センサ１００の配置は、第１の実施形態と同様に、振動伝達部１１１の端付近であってもよいし、振動伝達部１１１と加速度センサ１００との端部が平行でなくてもよい。また、振動伝達部１１１の配置位置は、図５と同様に、振動伝達部１１１を加速度センサ１００の１つまたは複数の端に配置してもよい。
　以上のように、第２の実施形態における脈波測定装置１１は、簡易な構成で脈波の検知範囲を広げられ、脈波を正確に測定することができる。その理由は、第２の実施形態における脈波測定装置１１は、第１の実施形態の脈波測定装置１０と同様に、振動伝達部の特定方向の長さが、加速度センサの長手方向の長さよりも長い。すなわち、振動伝達部１１１は、振動伝達部のうち加速度センサ１００が設置されていない領域における脈動による振動を加速度センサ１００に伝達できるからである。
　更に、第２の実施形態における脈波測定装置１１は、垂直方向の長さが、加速度センサ１００の長さと同等以下であり、血流方向でより限定した範囲の脈動による振動を捉えることができる。このため、第２の実施形態は、第１の実施形態と比較してより正確な脈波を検知することができる。
　（第３の実施形態）
　次に、第３の実施形態について説明する。図１３は第３の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。第１の実施形態と同様の構成には同一の符号を付している。
　図１３に示すように、第３の実施形態における脈波測定装置１２は、加速度センサ１００と、振動伝達部１１２と、を有する。そして、振動伝達部１１２の特定方向の長さが、加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長い。さらに振動伝達部１１２は特定方向で湾曲した構造を有する。
　振動伝達部１１２は、第１の実施形態と同様に振動伝達部１１２のある部分で捉えた振動を、振動伝達部１１２の全体に伝達させる機能を備える。また、振動伝達部１１２の材料は、第１の実施形態と同様の材料を適用することができる。さらに振動伝達部１１２の形状は、振動伝達部１１２の特定方向の長さが加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長く、振動伝達部１１２の特定方向で湾曲した構造であれば、どのような形状であってもよい。例えば、第１の実施形態と同様に図３の（ａ）～図３の（ｄ）に示す形状のいずれであってもよい。また、これらの形状に限定されない。厚みは特に限定されないが、５ｍｍ以下が好ましい。
　振動伝達部１１２の特定方向の湾曲の形状は、滑らかな弧の形状であってもよいし、角張った弧の形状であってもよい。振動伝達部１１２の特定方向の曲率半径は１．６ｃｍから８．０ｃｍの範囲が好ましい。
　加速度センサ１００と振動伝達部１１２との接着方法も第１の実施形態と同様に特に限定されない。また、加速度センサ１００と振動伝達部１１２との位置関係は、第１の実施形態と同様に振動検知感度が高くなるように、振動伝達部１１２の特定方向における長さの中央付近に加速度センサ１００が配置されることが望ましい。なお、加速度センサ１００の配置は、第１の実施形態と同様に、振動伝達部１１２の端付近であってもよいし、振動伝達部１１２と加速度センサ１００との端部が平行でなくてもよい。また、振動伝達部１１２の配置位置は、図５と同様に、振動伝達部１１２を加速度センサ１００の１つまたは複数の端に配置してもよい。
　以上のように、第３の実施形態における脈波測定装置１２は、簡易な構成で脈波の検知範囲を広げられ、脈波を正確に測定することができる。その理由は、第３の実施形態における脈波測定装置１２は、第１の実施形態の脈波測定装置１０と同様に、振動伝達部の特定方向の長さが、加速度センサの長手方向の長さよりも長い。すなわち、振動伝達部１１２は、振動伝達部１１２のうち加速度センサ１００が設置されていない領域における脈動による振動を加速度センサ１００に伝達できるからである。
　さらに、第３の実施形態における脈波測定装置１２は、特定方向で湾曲した構造であるため、脈波測定装置の振動伝達部１２０が被測定部位に適合しやすく、接触面積が大きくなるため、第１の実施形態と比較してより正確な脈波を検知することができる。
　（第４の実施形態）
　次に、第４の実施形態について説明する。図１４は第４の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。第１の実施形態と同様の構成には同一の符号を付している。
　図１４に示すように、第４の実施形態における脈波測定装置１３は、加速度センサ１００と、振動伝達部１１３と、を有する。そして、振動伝達部１１３の特定方向の長さが、加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長い。更に振動伝達部１１３は、被測定部位の方向に向けて加えられる５０ｍｍＨｇ（６６６６Ｐａ）以下の外部圧力１３０によって振動伝達部１１３は、長手方向の湾曲形状に変形する。
　振動伝達部１１３は、第１の実施形態と同様に振動伝達部１１３のある部分で捉えた振動を、振動伝達部１１３の全体に伝達させる機能を備える。
　振動伝達部１１３の材料は、５０ｍｍＨｇ（６６６６Ｐａ）以下の外部圧力１３０で容易に変形する、ヤング率が１０ＧＰａ程度以下の材料である。例えば、樹脂（ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル等）、液体（ゲルを含む）や気体を封止した袋である。
　振動伝達部１１３の形状は、振動伝達部１１３の特定方向の長さが加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長ければ、どのような形状であってもよい。例えば、振動伝達部１１３の形状は、第１の実施形態と同様に図３の（ａ）～図３の（ｄ）に示す形状のいずれであってもよい。また、これらの形状に限定されない。厚みは特に限定されないが、５ｍｍ以下が好ましい。
　加速度センサ１００と振動伝達部１１３との接着方法も第１の実施形態と同様に特に限定されない。
　加速度センサ１００と振動伝達部１１３との位置関係は、第１の実施形態と同様に振動検知感度が高くなるように、振動伝達部１１３の特定方向における長さの中央付近に加速度センサ１００が配置されることが望ましい。なお、加速度センサ１００の配置は、第１の実施形態と同様に、振動伝達部１１３の端付近であってもよいし、振動伝達部１１３と加速度センサ１００との端部が平行でなくてもよい。また、振動伝達部１１３の配置位置は、図５と同様に、振動伝達部１１３を加速度センサ１００の１つまたは複数の端に配置してもよい。
　以上のように、第４の実施形態における脈波測定装置１３は、簡易な構成で脈波の検知範囲を広げられ、脈波を正確に測定することができる。その理由は、第４の実施形態における脈波測定装置１３は、第１の実施形態の脈波測定装置１０と同様に、振動伝達部１１３の特定方向の長さが、加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長い。すなわち、振動伝達部１１３は、振動伝達部１１３のうち加速度センサ１００が設置されていない領域における脈動による振動を加速度センサ１００に伝達できるからである。
　加えて、第４の実施形態における脈波測定装置１３は、５０ｍｍＨｇ（６６６６Ｐａ）以下の外部圧力１３０で振動伝達部１１３が容易に変形する。振動伝達部１１３に外部圧力１３０を加えることで、脈波測定装置１３の振動伝達部１１３が被測定部位に適合しやすくなり、接触面積が大きくなって正確な脈波を検知することができる。
（第５の実施形態）
　次に、第５の実施形態について説明する。図１５は第５の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。第１の実施形態と同様の構成には同一の符号を付している。
　図１５に示すように、第５の実施形態における脈波測定装置１４は、加速度センサ１００と、振動伝達部１１４と、を有する。そして、振動伝達部１１４の特定方向の長さが、加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長く、さらに振動伝達部１１４が、被測定部位１４０に対して高い振動伝達率を有する。
　振動伝達部１１４は、第１の実施形態と同様に振動伝達部１１４のある部分で捉えた振動を、振動伝達部１１４の全体に伝達させる機能を備える。更に、振動伝達部１１４は、被測定部位１４０（例えば皮膚）に対して高い振動伝達率を有する。具体的には、振動伝達部１１４における振動周波数が０．５Ｈｚ～２．５Ｈｚの範囲で振動伝達率が１以上となる形状又は材料である。
　振動伝達率λは支持点の反力の大きさと、振動源から入力される力の比であり、（式１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
ζ：減衰比、ｃ：減衰係数、ｃｃ：臨界減衰係数、ｍ：質量、ｋ：ばね定数、ω：各振動数、ωｎ：固有角振動数である。
　材料は、例えば、金属（アルミニウム、銅、アルミニウム合金等）、樹脂（ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル等）、固体を封止した袋である。
　振動伝達部１１４の形状は、振動伝達部１１４の特定方向の長さが加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長ければ、どのような形状であってもよい。例えば、第１の実施形態と同様に図３の（ａ）～図３の（ｄ）に示す形状のいずれであってもよい。また、振動伝達部１１４の形状は、これらの形状に限定されない。振動伝達部１１４の厚みは特に限定されないが、５ｍｍ以下が好ましい。
　加速度センサ１００と振動伝達部１１４との接続方法も第１の実施形態と同様に特に限定されない。加速度センサ１００と振動伝達部１１４との位置関係は、第１の実施形態と同様に振動検知感度が高くなるように、振動伝達部１１４の特定方向における長さの中央付近に加速度センサ１００が配置されることが望ましい。なお、加速度センサ１００の配置は、第１の実施形態と同様に、振動伝達部１１４の端付近であってもよいし、振動伝達部１１４と加速度センサ１００との端部が平行でなくてもよい。また、振動伝達部１１４の配置位置は、図５と同様に、振動伝達部１１４を加速度センサ１００の１つまたは複数の端に配置してもよい。
　以上のように、第５の実施形態における脈波測定装置１１は、簡易な構成で脈波の検知範囲を広げられ、脈波を正確に測定することができる。その理由は、第５の実施形態における脈波測定装置１４は、第１の実施形態の脈波測定装置１０と同様に、振動伝達部１１４の特定方向の長さが、加速度センサ１００の長手方向の長さよりも長い。すなわち、振動伝達部１１４は、振動伝達部１１４のうち加速度センサ１００が設置されていない領域における脈動による振動を加速度センサ１００に伝達できるからである。
　さらに第５の実施形態における脈波測定装置１４の振動伝達部１１４は、被測定部位１４０より高い振動伝達率を有するので、振動伝達部１１４で伝達される脈動の振動の減衰を抑制することができ、正確な脈波を検知することができる。
　（第６の実施形態）
　次に、第６の実施形態について説明する。図１６は第６の実施形態における脈波測定装置の構成を示す図である。図面において、第１の実施形態と同様の構成には同一の符号を付している。
　図１６に示すように、第６の実施形態における脈波測定装置１５は、加速度センサ１００と、振動伝達部１１０と、圧迫部１５０とを有する。すなわち、圧迫部１５０を有する点で第１の実施形態と相違し、その他の点は、第１の実施形態と同一である。
　第６の実施形態における脈波測定装置１５の圧迫部１５０は、圧迫部１５０と被測定部位（不図示）との間に加速度センサ１００と振動伝達部１１５が介在するような位置に配置される。そして圧迫部１５０の流体量を変化させることで、脈波測定装置１５に圧力を加え、被測定部位に適合しやすくし、かつ、接触面積が大きくなることで、第１の実施形態と比べてより正確な脈波を検知することができる。
　（第７の実施形態）
　次に、第７の実施形態について説明する。図１７は、第７の実施形態における血圧測定装置の構成を示すブロック図である。具体的には、本実施形態における血圧測定装置１は、カフ２１と、カフ２１に設けられる圧迫袋２２と、少なくとも１つの脈波測定装置１０と、圧力計測部２３と、圧力制御部２４と、血圧推定部２５とを有する。圧力計測部２３は、圧迫袋２２の内部の圧力を計測する。圧力制御部２４は、圧迫袋２２の内部の圧力を制御する。血圧推定部２５は、圧力計測部２３、圧力制御部２４、脈波測定装置１０の結果に基づいて、被測定者の血圧情報を推定する。血圧測定装置１は、更に血圧推定部２５に指示情報を入力する入力部２６と、血圧推定部２５にて推定した結果等を表示する表示部２７とを有する構成とすることができる。
　カフ２１は、帯状または環状の構造を有し、上腕部、脚部、または、手首等の生体の一部に装着が可能である。
　圧迫袋２２は、内部に流体（気体、ゲル又は液体等）を封入できる構造を有する。圧迫袋２２は、内部に流体を封入することで、被測定部位に圧力を加えるために用いられる。圧迫袋２２は、一つの袋を有してもよいし、ゲルを封入するゲル袋と気体を封入される空気袋の組合せ等、複数の袋を有してもよい。また、圧迫袋２２に封入される流体の量を調整するために、圧迫袋２２は、図示しないポンプ、弁等を有する場合がある。
　一つまたは複数の脈波測定装置１０は、圧迫袋２２に接続される。脈波測定装置１０は圧迫袋２２の流体量を変化させたときの脈波を、一つまたは複数測定する。
　圧力計測部２３は、圧迫袋２２の内部の圧力を計測する。一例として、圧力計測部２３は、測定した圧力を離散化することにより、デジタル信号に変換（ａｎａｌｏｇ／ｄｉｇｉｔａｌ変換、以降「Ａ／Ｄ変換」とする）する。そして、圧力計測部２３は、変換したデジタル信号を圧力信号として送信する。なお、圧力計測部２３は、Ａ／Ｄ変換の際に、特定の周波数を抽出するフィルタ等を用いることにより、圧力信号の一部を抽出することができる。また、圧力計測部２３は、圧力信号を、増幅器等を用いることにより、所定の振幅に増幅することができる。
　圧力制御部２４は、圧迫袋２２の内部の圧力を制御する。動作の一例として、圧力制御部２４は、圧力計測部２３から送信された圧力信号を参照して、圧迫袋２２に封入する流体の量を制御する。より具体的には、圧力制御部２４は、圧迫袋２２に封入する流体を送るポンプや、圧迫袋２２の弁の動作を制御する。圧迫袋２２の内部の圧力を制御することで、圧力制御部２４は、被測定部位に加える圧力を制御する。
　血圧推定部２５は、圧力計測部２３から送信された圧力信号、及び、少なくとも１つの脈波測定装置１０から送信された少なくとも１つの脈波信号に基づいて、血圧情報を推定する。血圧推定部２５は、血圧情報を推定する処理として公知の手法を用いることができる。公知の手法としては、例えばオシロメトリック法又はコロトコフ法等により収縮期血圧及び拡張期血圧を決定する方法がある。本実施形態においては、各々の詳細な説明は省略する。なお、血圧推定部２５は、血圧情報を推定する場合に圧力制御部２４に対して制御内容を指示する制御信号を送信してもよい。
　血圧測定装置１が入力部２６を有する場合、入力部２６は、例えば、測定を開始する測定開始ボタン、電源ボタン、及び測定開始後に測定を中止する測定中止ボタンを有する。また、表示部２７を有する場合、入力部２６は、表示部２７が表示する項目を選択する場合に用いられる選択ボタン等（いずれも不図示）を更に有することができる。血圧測定装置１は、例えば被測定者が入力部２６を操作することにより、測定を開始する。
　また、血圧測定装置１が表示部２７を有する場合、表示部２７は、例えば、血圧推定部２５が推定した血圧情報を表示する。表示部２７は、例えばＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ　Ｃｒｙｓｔａｌ　Ｄｉｓｐｌａｙ）、ＯＬＥＤ（Ｏｒｇａｎｉｃ　ｌｉｇｈｔ－ｅｍｉｔｔｉｎｇ　ｄｉｏｄｅ）、または、電子ペーパー等を有する。表示部２７が電子ペーパーを有する場合、電子ペーパーは、マイクロカプセル方式、電子粉流体方式、コレステリック液晶方式、電気泳動法式又はエレクトロウェッティング方式等により実現可能である。
　なお、本実施形態における脈波測定装置１０は、第１の実施形態における脈波測定装置１０に限られない。本実施形態における脈波測定装置１０として、各実施形態又はその変形例として示されている任意の脈波測定装置を用いることができる。
　また、圧力計測部２３、圧力制御部２４及び血圧推定部２５は、通信ネットワークを介して接続される構成としてもよい。この場合において、制御信号や圧力信号、脈波信号等は、通信ネットワークを介して送受信される。また、本実施形態における血圧測定装置１が入力部２６及び表示部２７を有する場合、これらの構成要素が他の構成要素と任意の通信ネットワークを介して接続される構成とすることができる。
　図１８は、本実施形態における血圧測定装置の変形例の構成を示すブロック図である。図１８中、血圧測定装置１Ａは、測定装置２９及び推定装置３０を備え、測定装置２９は、カフ２１と、カフ２１に設けられる圧迫袋２２と、少なくとも１つの脈波測定装置１０と、圧力計測部２３と、圧力制御部２４を有する。また、推定装置３０は、血圧推定部２５と、入力部２６と、表示部２７を有する。
　測定装置２９と推定装置３０は、それぞれ無線通信部（不図示）により無線通信ネットワークを介して接続される。この場合、１台の推定装置３０は、複数の測定装置２９に対して制御信号を送信してもよく、また、複数の測定装置２９からそれぞれ測定された脈波信号を受信し、血圧を推定してもよい。
　また、本実施形態における血圧測定装置２は、図１９に示す通り、圧力計測部２３を、圧迫袋２２の内部の圧力以外の圧力を計測する構成としてもよい。例えば、圧力計測部２３は、被測定部位に加わる圧迫圧力を計測する構成とすることができる。この場合において、圧力計測部２３は、センシング袋２８に接続するなどして、圧迫袋２２の生体に対向する面に取り付けられる。なお、センシング袋２８は、圧迫袋２２に比べて、特定方向において短い構造の袋であり、被測定部位を限定して圧迫圧力を取得することができる。したがって、より正確に血圧情報を測定することができる。
　（第８の実施形態）
　次に、第８の実施形態について説明する。図２０は、第８の実施形態における時計の構成を示す概略図である。図２０の（ａ）は、時計３１の表面を示す図であり、図２０の（ｂ）は、時計３１の裏面を示す図である。図２０の（ｃ）は、時計３４の裏面を示す図である。
　図２０の（ａ）、（ｂ）に示すように、第８の実施形態の時計３１は、第１の実施形態の脈波測定装置１０（加速度センサ１００及び振動伝達部１１０）をバンド３２の裏面に備える。
　バンド３２における脈波測定装置１０の配置は、時計３１を手首に着けたときに、脈波測定装置１０の振動伝達部１１０が手首の内側における脈動の振動を捉えることが可能な位置とする。すなわち、脈波測定装置１０の振動伝達部１１０の特定方向が、バンド３２の長手方向となるように振動伝達部１１０を配置する。また、バンド３２の裏面を基準として、被測定部位側に振動伝達部１１０が配置され、振動伝達部１１０からバンド３２の厚さ方向に加速度センサ１００が配置される。
　また、脈波測定装置１０の加速度センサ１００から出力される電気信号は、バンド３２の配線３３を介して時計３１の本体に送られる。時計３１の本体は、制御部（不図示）と無線通信部（不図示）を備え、制御部は、加速度センサが取得した電気信号を脈波情報に変換し、無線通信部を介して外部へ転送する機能を備える。さらに、バンド３２は、脈波測定装置１０の近傍に圧力センサ（不図示）を備える。この圧力センサから出力される電気信号は、バンド３２の配線３３を介して時計３１の本体に送られる。制御部は、圧力センサから出力された電気信号を圧力情報に変換して、圧力情報を報知する機能を備える。
　次に、第８の実施形態の時計３１における脈波の測定について説明する。まず、利用者は、被測定部位に脈波測定装置１０を備えるバンド３２の裏面を接触させ、指等でバンド３２の表面から外部圧力をかける。バンド３２への外部圧力は、バンド３２の圧力センサで検知され、配線３３を介して圧力センサの電気信号が時計３１の本体に送られる。時計３１の制御部は、脈波測定に適した圧力となるように、バンド３２が受ける圧力に応じて時計３１の表示、又は音を変化させて報知する。脈波の測定に適した圧力になったときに、時計３１の制御部は、脈波測定装置１０から出力された電気信号を脈波情報に変換する。
　なお、上記では、脈波情報に変換し、無線通信部を介して外部へ脈波情報を転送する例を説明したが、時計３１の制御部が圧力情報と脈波情報から血圧を推定する機能を有してもよい。
　また、上記では、脈波測定装置１０が１つの例を示して説明したが、これに限られるものではなく、２つ以上の脈波測定装置１０を備えてもよい。
　次に、図２０の（ｃ）は、第８の実施形態における脈波測定装置１０を備える時計の変形例を示す裏面図である。図２０の（ｃ）に示す時計３４は、時計３４の本体の裏面に脈波測定装置１０を備える。また、時計３４の本体の裏面、かつ、脈波測定装置１０の近傍に圧力センサ（不図示）を備える。変形例の時計３４は、脈波測定装置１０および圧力センサの配置が、時計３１のバンド３２の裏面から時計３４の本体の裏面に変更されたものであり、その他の構成や脈波の測定については、図２０の（ｂ）に示す時計３１の例と同様である。
　なお、本実施形態における脈波測定装置１０は、第１の実施形態における脈波測定装置１０に限られない。本実施形態における脈波測定装置１０として、各実施形態又はその変形例として示されている任意の脈波測定装置を用いることができる。
　また、第８の実施形態は、脈波測定装置１０を備える時計３１、３４の例を説明したが、時計に限られるものではなく、携帯可能な情報処理端末であればよい。
（ハードウエア構成）
　図２１は、第７の実施形態における血圧測定装置１、１Ａ又は２の圧力制御部２４及び血圧推定部２５を、あるいは、第８の実施形態における時計３１又は３４の制御部をコンピュータ装置で実現したハードウエア構成を示す図である。
　図２１に示すように、圧力制御部２４、血圧推定部２５又は制御部は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）９１、ネットワーク接続用の通信Ｉ／Ｆ（通信インターフェース）９２、メモリ９３、及び、プログラムを格納するハードディスク等の記憶装置９４を含み、システムバス９７を介して入力装置９５及び、出力装置９６に接続されている。
　ＣＰＵ９１は、オペレーティングシステムを動作させて第７の実施形態における血圧推定装置、又は、第８の実施形態における時計の制御部を制御する。またＣＰＵ９１は、例えば、ドライブ装置に装着された記録媒体からメモリ９３にプログラムやデータを読み込む。
　また、ＣＰＵ９１は、例えば、圧力制御部２４、又は血圧推定部２５の制御に対応し、入力される脈波の振動信号を処理する機能を有し、プログラムに基づいて各種機能の処理を実行する。
　記憶装置９４は、例えば、光ディスク、フレキシブルディスク、磁気光ディスク、外付けハードディスク、又は半導体メモリ等である。記憶装置９４の一部の記憶媒体は、不揮発性記憶装置であり、そこにプログラムを記憶する。また、プログラムは、通信網に接続されている図示しない外部コンピュータからダウンロードされてもよい。
　入力装置９５は、例えば、マウス、キーボード、キーボタン、又は、タッチパネルなどで実現され、入力操作に用いられる。
　出力装置９６は、例えば、ディスプレイで実現され、ＣＰＵ９１により処理された情報等を出力して確認するために用いられる。
　以上のように、第７の実施形態および第８の実施形態は、図２１に示されるハードウエア構成によって実現される。但し、それぞれの実施形態の各機能ブロック部の実現手段は、特に限定されない。すなわち、血圧測定装置、又は、時計のそれぞれの機能ブロック部は、物理的に結合した一つの装置により実現されてもよいし、物理的に分離した二つ以上の装置を有線又は無線で接続し、これら複数の装置により実現してもよい。
　以上、実施形態（及び実施例）を参照して本願発明を説明したが、本願発明は上記実施形態（及び実施例）に限定されるものではない。本願発明の構成や詳細には、本願発明のスコープ内で当業者が理解し得る様々な変更をすることができる。
　上記の実施形態の一部又は全部は、以下の付記のように記載されうるが、以下には限られない。
　　（付記１）
　振動を検知する加速度センサと、被測定部位における脈動による振動を伝達する振動伝達部と、を有し、
　前記振動伝達部の特定方向の長さが、前記加速度センサの長手方向の長さよりも長い、脈波測定装置。
　　（付記２）
　前記振動伝達部は、前記振動伝達部のうち前記加速度センサが設置されていない領域における前記脈動による振動を前記加速度センサに伝達する、付記１に記載の脈波測定装置。
　　（付記３）
　前記加速度センサを、前記振動伝達部の特定方向の長さの中央付近に設置する、付記１又は２に記載の脈波測定装置。
　　（付記４）
　前記加速度センサを、前記振動伝達部の特定方向の長さの端に設置する、付記１又は２に記載の脈波測定装置。
　　（付記５）
　前記加速度センサを、前記振動伝達部の複数の端に設置する、付記１又は２に記載の脈波測定装置。
　　（付記６）
　前記振動伝達部の前記特定方向と前記加速度センサの厚み方向に対して垂直方向の長さが、前記加速度センサの垂直方向の長さの同等以下である、付記１から付記５のいずれか１つに記載の脈波測定装置。
　　（付記７）
　前記振動伝達部が、前記特定方向で湾曲した構造を有する、付記１から付記６のいずれか１つに記載の脈波測定装置。
　　（付記８）
　前記振動伝達部が、前記振動伝達部に加えられた５０ｍｍＨｇ（６６６６Ｐａ）以下の外部圧力を受けて前記特定方向で変形する付記１から付記７のいずれか１つに記載の脈波測定装置。
　　（付記９）
　前記振動伝達部に対して前記被測定部位の方向に圧力をかける圧迫部を有する、付記１から付記８のいずれか１つに記載の脈波測定装置。
　　（付記１０）
　前記振動伝達部の振動伝達率は、前記被測定部位の振動伝達率よりも高い、付記１から付記９のいずれか１つに記載の脈波測定装置。
　　（付記１１）
　電気信号もしくは脈波情報のいずれかに、特定の範囲の周波数を通過させる帯域通過フィルタを適用する付記１から付記１０に記載の脈波測定装置。
　　（付記１２）
　付記１から付記１１のいずれか１つに記載の脈波測定装置を少なくとも１つ有する、血圧測定装置。
　　（付記１３）
　付記１から付記１１のいずれか１つに記載の脈波測定装置を少なくとも１つ有する、情報処理端末。
　この出願は、２０１４年８月２７日に出願された日本出願特願２０１４－１７２３０１を基礎とする優先権を主張し、その開示の全てをここに取り込む。
　１、１Ａ　血圧測定装置
　２　血圧測定装置
　１０　脈波測定装置
　１１、１２、１３、１４、１５　脈波測定装置
　２１　カフ
　２２　圧迫袋
　２３　圧力計測部
　２４　圧力制御部
　２５　血圧推定部
　２６　入力部
　２７　表示部
　２８　センシング袋
　２９　測定装置
　３０　推定装置
　３１　時計
　３２　バンド
　３３　配線
　３４　時計
　５０　動脈
　５１　振動伝達範囲
　５２　骨
　５３　表層
　９１　ＣＰＵ
　９２　通信Ｉ／Ｆ（通信インターフェース）
　９３　メモリ
　９４　記憶装置
　９５　入力装置
　９６　出力装置
　９７　システムバス
　１００、１００Ａ、１００Ｂ　加速度センサ
　１１０、１１０Ａ、１１０Ｂ、１１０Ｃ、１１０Ｄ、１１０Ｅ、１１０Ｆ　振動伝達部
　１１１、１１２、１１３、１１４、１１５　振動伝達部
　１３０　外部圧力
　１４０　被測定部位
　１５０　圧迫部

Claims (13)

  1. 　振動を検知する加速度センサと、被測定部位における脈動による振動を伝達する振動伝達手段と、を有し、
    　前記振動伝達手段の特定方向の長さが、前記加速度センサの長手方向の長さよりも長い、脈波測定装置。
  2. 　前記振動伝達手段は、前記振動伝達手段のうち前記加速度センサが設置されていない領域における前記脈動による振動を前記加速度センサに伝達する、請求項１記載の脈波測定装置。
  3. 　前記振動伝達手段の前記特定方向と前記加速度センサの厚み方向に対して垂直方向の長さが、前記加速度センサの垂直方向の長さの同等以下である、請求項１又は請求項２に記載の脈波測定装置。
  4. 　前記振動伝達手段が、前記特定方向で湾曲した構造を有する、請求項１から請求項２のいずれか１項に記載の脈波測定装置。
  5. 　前記振動伝達手段が、前記振動伝達手段に加えられた５０ｍｍＨｇ（６６６６Ｐａ）以下の外部圧力を受けて前記特定方向で変形する、請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の脈波測定装置。
  6. 　前記振動伝達手段に対して前記被測定部位の方向に圧力をかける圧迫手段を有する、請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の脈波測定装置。
  7. 　前記振動伝達手段の振動伝達率は、前記被測定部位の振動伝達率よりも高い、請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の脈波測定装置。
  8. 　電気信号又は脈波情報の周波数に対し特定の範囲の周波数を通過させる帯域通過フィルタを有する、請求項７に記載の脈波測定装置。
  9. 　前記加速度センサを、前記振動伝達手段の特定方向の長さの中央付近に設置する、請求項１又は２に記載の脈波測定装置。
  10. 　前記加速度センサを、前記振動伝達手段の特定方向の長さの端に設置する、請求項１又は２に記載の脈波測定装置。
  11. 　前記加速度センサを、前記振動伝達手段の複数の端に設置する、請求項１又は２に記載の脈波測定装置。
  12. 　請求項１から請求項１１のいずれか１項に記載の脈波測定装置を少なくとも１つ有する、血圧測定装置。
  13. 　請求項１から請求項５、請求項７、請求項８のいずれか１項に記載の脈波測定装置を少なくとも１つ有する、情報処理端末。
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Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6777535B2 (ja) * 2016-12-28 2020-10-28 オムロン株式会社 血圧計および血圧測定方法並びに機器
JP6869152B2 (ja) * 2017-09-14 2021-05-12 オムロンヘルスケア株式会社 脈波測定用電極ユニットおよび脈波測定装置
JP2021142068A (ja) * 2020-03-11 2021-09-24 オムロンヘルスケア株式会社 生体情報測定装置および血圧計
WO2024049309A1 (en) * 2022-08-28 2024-03-07 Bani Oraba Khlood A medical bracelet to measure vital functions

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61193627A (ja) * 1985-02-22 1986-08-28 松下電工株式会社 振動検出センサ−
JPH11226011A (ja) * 1998-02-18 1999-08-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd 音響センサおよび生体計測装置
JP2004351184A (ja) * 2003-05-28 2004-12-16 Yasuo Fujii ユビキタス式健康管理支援システム
JP2006102184A (ja) * 2004-10-06 2006-04-20 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 血圧測定装置
JP2006255096A (ja) * 2005-03-16 2006-09-28 Fukuda Denshi Co Ltd 血圧計

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4331154A (en) * 1979-10-15 1982-05-25 Tech Engineering & Design Blood pressure and heart rate measuring watch
US4301809A (en) * 1980-03-13 1981-11-24 Pinchak Alfred C Esophageal monitoring apparatus
JPS61125326A (ja) * 1984-11-22 1986-06-13 松下電工株式会社 血圧計
US20030236474A1 (en) * 2002-06-24 2003-12-25 Balbir Singh Seizure and movement monitoring
JP3940150B2 (ja) * 2005-03-03 2007-07-04 シチズンホールディングス株式会社 カフレス電子血圧計
JP4470876B2 (ja) * 2005-12-20 2010-06-02 オムロンヘルスケア株式会社 電子血圧計
KR20080068471A (ko) * 2007-01-19 2008-07-23 삼성전자주식회사 휴대형 생체 신호 측정 장치
JP2009284967A (ja) * 2008-05-27 2009-12-10 Omron Healthcare Co Ltd 血圧情報測定装置用カフおよびこれを備えた血圧情報測定装置
JPWO2012018029A1 (ja) * 2010-08-06 2013-10-03 株式会社 オムシー 血圧測定装置
US9782077B2 (en) * 2011-08-17 2017-10-10 Masimo Corporation Modulated physiological sensor
US9596988B2 (en) * 2011-10-12 2017-03-21 Purdue Research Foundation Pressure sensors for small-scale applications and related methods
US20130267854A1 (en) * 2012-04-09 2013-10-10 Jami Johnson Optical Monitoring and Computing Devices and Methods of Use
US9005129B2 (en) * 2012-06-22 2015-04-14 Fitbit, Inc. Wearable heart rate monitor
WO2014089665A1 (en) * 2012-12-13 2014-06-19 Cnv Systems Ltd. System for measurement of cardiovascular health
CN104055505B (zh) * 2013-03-18 2019-03-22 精工爱普生株式会社 生物体信息检测装置
JP2015039542A (ja) * 2013-08-22 2015-03-02 セイコーエプソン株式会社 脈波測定装置
WO2015092618A1 (en) * 2013-12-19 2015-06-25 Koninklijke Philips N.V. Opposing accelerometers for a heart rate monitor
US20160022213A1 (en) * 2014-07-25 2016-01-28 Salutron, Inc. Clip adaptor for an activity monitor device and other devices

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61193627A (ja) * 1985-02-22 1986-08-28 松下電工株式会社 振動検出センサ−
JPH11226011A (ja) * 1998-02-18 1999-08-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd 音響センサおよび生体計測装置
JP2004351184A (ja) * 2003-05-28 2004-12-16 Yasuo Fujii ユビキタス式健康管理支援システム
JP2006102184A (ja) * 2004-10-06 2006-04-20 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 血圧測定装置
JP2006255096A (ja) * 2005-03-16 2006-09-28 Fukuda Denshi Co Ltd 血圧計

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